血样的血细胞比容值的测定方法、血样中的分析物的浓度的测定方法、传感器芯片以及传...的制作方法

专利名称：血样的血细胞比容值的测定方法、血样中的分析物的浓度的测定方法、传感器芯片以及传 ...的制作方法
技术领域：
本发明涉及血样的血细胞比容(Hct)值的测定方法、血样中的分析 物的浓度的测定方法、适于对它们进行测定的传感芯片以及传感器单元。
背景技术：
为了测定血样中的分析物的浓度，例如测定血中葡萄糖浓度(血糖 值)，使用传感器芯片。
传感器芯片用于在分析物参与的酶循环反应之后，测定在血样中流过 的电流量，根据该电流量计算分析物的浓度。该电流量除了分析物浓度之 后，也基于血样的Hct值发生变化。血样的Hct值与提供该血样的动物的 健康状态相对应而发生变动。人的标准Hct值在成年男子为39 50%， 在成年女子为36 45%。就血样的Hct值而言，由于可以准确地确定该 血样中的分析物浓度，还因为还可以了解该血样的性状，例如了解血液的 黏稠度以及贫血，所以优选作为传感器芯片的测定对象。
在特表平8—500190号公报、特表2003—501627号公报、国际公开 第2005/054839号公开文本以及国际公开第2005/054840号公开文本中， 公开了用于测定血样的Hct值的传感器芯片。这些公知的传感器芯片具有 含有作用极和对极的电极系、以及在作用极和对极之间用于保持血样的流 路(血样保持部)。
在特表平8 — 500190号公报中记载的传感器芯片具有以能在血样中 洗脱的状态配置在血样保持部的电子介体的还原剂以及氧化剂。电子介体 的还原剂以及氧化剂通过血样向血样保持部的导入而在作用极以及对极 上混合，并在该状态下附着。就在特表2003—501627号公报中记载的传 感器芯片而言，在作用极以及对极上配置有电子介体的氧化剂。就这些传感器芯片而言，测定伴随着在各电极上附着的电子介体的氧化还原反应在
血样中流过的电流量，由此确定血样的Hct值。
就在国际公开第2005/054839号公幵文本以及国际公开第 2005/054840号公开文本中记载的传感器芯片而言，仅在用于测定Hct值 的包含作用极以及对极的电极系当中的对极上配置有电子介体。就该传感 器芯片而言，通过血样向血样保持部的导入，不含电子介体的纯血样与作 用极接触。就该传感器芯片而言，由于血样中的血液成分例如抗坏血酸、 尿酸和水的氧化还原反应，电子在血样和作用极的界面移动。在对极上配 置的电子介体有助于电子在血样和对极的界面的移动。
就在特表平8—500190号公报以及特表2003 — 501627号公报中记载 的传感器芯片而言，相对于血样的Hct值的变动率，于测定Hct值时在血 样中流过的电流(氧化还原电流)的量的变动率小，不具有充分的检测灵 敏度。例如，即便血样的Hct值变动20%，氧化还原电流的振幅也会仅 变动8%。就在国际公开第2005/054839号公开文本以及国际公开第 2005/054840号公开文本中记载的传感器芯片而言，如果降低测定Hct值 时施加到作用极和对极之间的电压(Hct值测定电压)，氧化还原电流的 振幅波动加剧，无法稳定地测定血样的Hct值。

发明内容
本发明的目的在于，提供即便降低Hct值测定电压也能以足够的检测 灵敏度稳定地测定血样的Hct值的、血样的Hct值测定方法、血样中的分 析物浓度的测定方法、适于它们的测定的传感器芯片以及传感器单元。
本发明人发现，为了在导入了血样之后，氧化还原物质的还原剂接触 作用极，氧化剂接触对极，相反类型的氧化还原物质实质上不接触对极或 作用极的状态，当对配置在传感器芯片上的氧化还原物质的配置图案进行 设定时，以作用极为正极，以对极为负极，即便降低在两电极之间施加的 电压，也可以抑制氧化还原电流的振幅波动，另外可以增加刚刚施加了电 压之后的氧化还原电流的振幅相对于Hct值变动的变动率。
本发明提供血样的Hct值的测定方法，该方法是向接触血样的作用极 和对极之间施加电压，检测出在上述作用极和上述对极之间流过的电流，根据上述电流算出上述血样的Hct值，而对血样的Hct值进行电化学测定， 其中，在氧化还原物质的氧化剂不实质接触上述作用极而是与上述对极接 触、且氧化还原物质的还原剂不实质接触上述对极而是与上述作用极接触 的状态下，通过向上述作用极和上述对极之间施加的电压，引起上述还原 剂的氧化和上述氧化剂的还原，测定与该氧化以及还原相伴随的电流。
本发明从其他侧面出发提供一种血样中的分析物的浓度的测定方法， 其是具有如下所示的工序的对血样中的分析物浓度进行电化学测定的方 法，所述的工序包括对反映血样的Hct值的电流A进行电化学检测而 得到作为上述电流A或上述电流A的换算值的和上述Hct值对应的数据
A的工序；在氧化还原物质的存在下通过以上述分析物为基质的氧化还原
酶对上述血样中的分析物进行氧化或还原，对和上述分析物的上述氧化或
还原相伴随的电流B进行电化学检测，得到作为上述电流B或上述电流B 的换算值的数据B的工序；和根据使用上述数据A修正上述数据B得到 的数据C，来确定上述血样中的上述分析物的浓度的工序；关于所述的血 样中的分析物的浓度的测定方法，作为上述电流A，在氧化还原物质的氧 化剂不实质接触上述作用极而是与上述对极接触、且氧化还原物质的还原 剂不实质接触上述对极而是与上述作用极接触的状态下，向上述作用极和 上述对极之间施加电压，引起上述还原剂的氧化和上述氧化剂的还原，检 测与该氧化以及还原相伴随的电流。
本发明从其他侧面出发提供一种传感器芯片，其含有用于对反映血样 的Hct值的电流进行电化学检测的Hct分析部，上述Hct值分析部具有 作用极以及对极、用于以接触上述作用极以及上述对极的方式保持血样的 血样保持部、和用于将上述血样导入到上述血样保持部的血样导入口；含 有氧化还原物质的氧化剂且实质上不含氧化还原物质的还原剂的第一试 剂被配置成覆盖上述对极的面向上述血样保持部的表面，而且含有上述还 原剂且实质上不含上述氧化剂的第二试剂被配置成覆盖上述作用极的面 向上述血样保持部的表面。本发明从其他侧面出发公开了一种传感器芯 片，其含有用于对反映血样的Hct值的电流进行电化学检测的Hct分析部， 上述Hct值分析部具有作用极以及对极、用于以接触上述作用极以及上 述对极的方式保持血样的血样保持部、和用于将上述血样导入到上述血样保持部的血样导入口；上述血样保持部具有与上述血样导入口连通的导入部、和从上述导入部分支的第一分支部以及第二分支部，上述第一分支部面向上述对极，上述第二分支部面向上述作用极；含有氧化还原物质的氧化剂且实质上不含氧化还原物质的还原剂的第一试剂配置在上述第一分支部，含有上述还原剂且实质上不含上述氧化剂的第二试剂配置在上述第二分支部。本发明从其他侧面出发提供一种传感器芯片，其含有用于对反映血样的Hct值的电流进行电化学检测的Hct分析部，上述Hct值分析部具有作用极以及对极、用于以接触上述作用极以及上述对极的方式保
持血样的血样保持部、和用于将上述血样导入到上述血样保持部的血样导
入口 ；在上述血样保持部配置有含有氧化还原物质的氧化剂且实质上不含氧化还原物质的还原剂的第一试剂和含有上述还原剂且实质上不含上述氧化剂的第二试剂，在从上述血样导入口导入到上述血样保持部的血样的血样流上，从上述第一试剂以及上述第二试剂中选择的任意一种试剂，相
比较另一种试剂，被配置在上游侧，a)在上述另一种试剂是上述第一试
剂的情况下，上述对极相比较上述作用极，被配置在上述血样流的下游侧，按照覆盖上述对极的面向上述血样保持部的表面的方式配置上述第一试剂，上述作用极相比较上述对极，被配置在上述血样流的上游侧，与上述作用极分离且相比较上述作用极在上述血样流的上游侧，或者按照接触上
述作用极的方式，配置上述第二试剂；b)在上述另一种试剂是上述第二试剂的情况下，上述作用极相比较上述对极，被配置在上述血样流的下游侧，按照覆盖上述作用极的面向上述血样保持部的表面的方式配置上述第二试剂，上述对极相比较上述作用极，被配置在上述血样流的上游侧，与上述对极分离且相比较上述对极在上述血样流的上游侧，或者按照接触上述对极的方式，配置上述第二试剂。
进而，本发明从其他侧面出发提供一种传感器单元，其具有上述的传感器芯片、和包括用于向上述作用极和上述对极之间施加规定电压的电压施加电路的传感器主体；上述传感器芯片相对于上述传感器主体装卸自由，且可以在上述传感器芯片安装于上述传感器主体上的状态下从上述电压施加电路向上述作用极和上述对极之间施加上述规定电压，上述规定电压是在将上述作用极示为正极、将上述对极示为负极时大小为3.0V以下的电压。
通过本发明，即使降低Hct值测定电压，也能够以足够的检测灵敏度稳定测定血样的Hct值。


图1是表示本发明的Hct值测定用传感器芯片的一例的分解立体图。
图2是表示本发明的Hct值测定用传感器芯片的一例的俯视图。
图3是表示本发明的Hct值测定用传感器芯片的其他例子的分解立体图。
图4是表示本发明的Hct值测定用传感器芯片的其他例子的俯视图。图5是表示本发明的Hct值测定用传感器芯片的其他例子的分解立体图。
图6是表示本发明的Hct值测定用传感器芯片的其他例子的俯视图。图7是表示基于实施例1的传感器芯片的Hct值的测定结果的一例的
曲线图。
图8是表示基于实施例1的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他例
子的曲线图。
图9是表示基于实施例1的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他例
子的曲线图。
图10是表示基于实施例1的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他例子的曲线图。
图11是表示基于实施例1的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他例子的曲线图。
图12是表示基于实施例1的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他例子的曲线图。
图13是表示基于实施例1的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他例子的曲线图。
图14是表示基于实施例2的传感器芯片的Hct值的测定结果的一例的曲线图。
图15是表示基于实施例2的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他例子的曲线图。
图16是表示基于实施例2的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他例子的曲线图。
图17是表示基于实施例2的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他例子的曲线图。
图18是表示基于实施例2的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他例子的曲线图。
图19是表示基于实施例2的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他例子的曲线图。
图20是表示基于比较例1的传感器芯片的Hct值的测定结果的一例的曲线图。
图21是表示基于比较例1的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他例子的曲线图。
图22是表示基于比较例1的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他例子的曲线图。
图23是表示基于比较例2的传感器芯片的Hct值的测定结果的一例的曲线图。
图24是表示基于比较例3的传感器芯片的Hct值的测定结果的一例的曲线图。
图25是表示基于比较例4的传感器芯片的Hct值的测定结果的一例的曲线图。
图26是表示本发明的Hct值测定用传感器单元的一例的立体图。图27是表示本发明的Hct值测定用传感器单元的电路构成的一例的图。
图28是表示本发明的Hct值测定用传感器芯片的其他例子的分解立体图。
图29是表示本发明的Hct值测定用传感器芯片的其他例子的俯视图。图30是表示本发明的分析物浓度测定用传感器芯片的一例的分解立体图。
图31是表示本发明的分析物浓度测定用传感器芯片的一例的俯视图。
图32是表示本发明的分析物浓度测定用传感器芯片的其他例子的分
解立体图。
图33是表示本发明的分析物浓度测定用传感器芯片的其他例子的俯视图。
图34是表示本发明的分析物浓度测定用传感器芯片的其他例子的分 解立体图。
图35是表示本发明的分析物浓度测定用传感器芯片的其他例子的俯视图。
图36是表示本发明的分析物浓度测定用传感器单元的电路构成的一 例的图。
图37是表示本发明的分析物浓度测定用传感器芯片的其他例子的分
解立体图。
图38是表示本发明的分析物浓度测定用传感器芯片的其他例子的俯 视图。
具体实施例方式
在本发明的Hct值的测定中，按照氧化还原物质的氧化剂实质上不接 触作用极而是接触对极且氧化还原物质的还原剂实质上不接触对极而是 接触作用极的方式，控制氧化还原物质和电极的接触图案(pattern)。
关于作为氧化剂或还原剂的氧化还原物质接触作为对极以及作用极 的电极的状态，可以是例如含有该氧化还原物质的血样接触电极的状态， 还可以是例如该氧化还原物质配置在电极上的状态，还可以是例如该氧化 还原物质埋入到电极表面的状态。如此在测定Hct值时，氧化还原物质可 以在溶解于血样的状态下接触电极，也可以作为固体接触电极。
就还原剂而言，当将作用极示为正极、将对极示为负极时，在施加大 小为3.0V以下的电压的情况下，在作用极发生电化学氧化的物质。作为 还原剂，可以举出亚铁氰化物、对氢醌、对氢醌衍生物、还原型吩嗪硫酸 甲酯、无色亚甲基蓝、二茂合铁、二茂合铁衍生物等可逆性电子活性化合 物的还原剂、抗坏血酸、尿酸、对乙酰氨基酚、银、铜、镍。优选的还原剂是亚铁氰化物。优选的亚铁氰化物是亚铁氰化钾。
就氧化剂而言，当将作用极示为正极、将对极示为负极时，在施加大
小为3.0V以下的电压的情况下，在对极发生电化学还原的物质。作为氧
化剂，可以举出铁氰化物、对苯醌、对苯醌衍生物、氧化型吩嗪硫酸甲酯、 亚甲蓝、二茂基铁离子、以及二茂基铁离子衍生物等可逆性电子活性化合 物的氧化剂。优选的氧化剂是铁氰化物。优选的铁氰化物是铁氰化钾。
在测定Hct值时，关于和电极(作用极以及对极)接触的氧化还原物 质的量，例如使接触电极的血样中含有0.1 1000mM、进而l 500mM、 根据情况的10 200mM的氧化剂以及还原剂，由此进行控制。
其中，在测定Hct值时，不限制原本在血样(例如人血)中含有的氧 化还原物质接触电极(作用极以及对极)。换言之，在本说明书中，关于 原本在血样中含有的氧化还原物质接触电极的状态，按照氧化还原物质实 质上没有接触电极的状态处理。另外，在本说明书中，关于含有的氧化还 原物质的量为原本在人血中含有的程度的量的血样，按照实质上不含氧化 还原物质处理。
关于氧化剂或还原剂实质上不接触电极的状态，可以通过用实质上不 含氧化剂或还原剂的试剂覆盖电极表面来实现。例如，如果按照覆盖对极 的表面的方式配置实质上不含还原剂的试剂，则即便在血样中含有还原 剂，也可以实现还原剂实质上不接触对极的状态。
构成作用极的材料，优选例如钯、铂、金、钛以及碳等，在将作用极 示为正极、将对极示为负极时即便向作用极施加3.0V以下的电压也难以 氧化的导电性材料。如果通过这样的导电性材料构成作用极，可以进一步 稳定地测定血样的Hct值。作用极例如可以是使用上述的导电性材料形成 的电极芯体本身，还可以是例如在电极芯体上形成了高分子膜的构件。作 为高分子膜的材料，例如可以举出羧甲基纤维素、羟乙基纤维素、羟丙基 纤维素、甲基纤维素、乙基纤维素、乙基羟乙基纤维素、羧乙基纤维素、 聚乙烯基醇、聚乙烯基吡咯烷酮以及被称为多熔素的聚氨基酸、聚苯乙烯 磺酸、明胶及其衍生物、聚丙烯酸及其盐、聚甲基丙烯酸及其盐、淀粉及 其衍生物、马来酸酐聚合物及其盐、琼脂糖凝胶及其衍生物。这些化合物 可以单独使用，还可以并用两种以上。对构成对极的导电性材料没有特别限定。对极可以是使用以上述例示 的导电性材料为代表的公知的导电性材料形成的电极芯体本身，另外，例 如也可以是在电极芯体上形成了上述的高分子膜得到的构件。
对作用极以及对极的形状、尺寸没有特别限定。另外，对在绝缘基板 上的作用极以及对极的配置图案也没有特别限定，但当使作用极以及对极
之间的最邻近距离为0.05nun以上、进而O.lmm以上、根据情况的0.5mm 以上时，稳定测定血样的Hct值变得容易。对该最邻近距离的上限没有特 别限定。
在测定Hct值时，施加给作用极和对极的电压(Hct值测定电压)是 在将作用极示为正极、对极示为负极时大小为3.0V以下的电压。通过本 发明，即便使Hct值测定电压降低至在将作用极示为正极、对极示为负极 时大小为3.0V以下的范围，进而降低至l.OV以下，接触作用极的还原剂 的氧化和接触对极的氧化剂的还原相干预，可以自开始施加电压后马上稳 定地得到流过的电流。其理由尚不确定，但认为其原因在于，在测定Hct 值时，仅仅因为接触作用极的还原剂的还原而发生氧化电流，以及在作用 极的表面缓慢形成氧化膜。
施加Hct值测定电压的时间例如为0.001 60秒，优选0.01 10秒， 更优选为0.01 5秒，进一步优选为0.01 3秒。Hct值测定电压在将作 用极示为正极、对极示为负极时例如为0.75V以下、0.5V以下、0.25V以 下、0.15V以下、O.IV以下。关于Hct值测定电压的下限，只要发生作用 极中的还原剂的氧化以及对极中的氧化剂的还原，就没有特别限制，但当 与上述一样表示时，优选是超过OV，作用极的电位成为正值的电压。
血样的Hct值根据通过Hct值测定电压的施加而在作用极和对极之间 流过的上述电流而算出。Hct值例如可以参照表示自Hct值测定电压的开 始施加至规定时间后的上述电流的量和Hct值之间之间的关系的检量线 或检量线表而算出。
在上述中说明的Hct值，可以使用作为本发明的传感器芯片的一例的 Hct值测定用传感器芯片进行测定。
Hct值测定用传感器芯片具有用于对反映血样的Hct值的电流进行电
化学检测的Hct值分析部。Hct值分析部具有含有作用极以及对极的电极系、和用于接触作用极以及对极并保持血样的血样保持部。血样保持部 和用于将血样导入到其内部血样导入口连通。
作用极以及对极的至少一部分，按照当将血样导入到血样保持部时与 血样相接触的方式面向血样保持部。面向血样保持部的作用极以及对极的 该表面例如可以是各自的电极芯体的表面，另夕卜，例如还可以是在电极芯 体上形成的上述的高分子膜的表面。
作用极以及对极的电极芯体例如可以通过丝网印刷法、溅射法以及蒸 镀法形成。高分子膜例如可以通过在电极芯体上涂布用于形成该膜的高分 子材料的溶液并使其干燥而形成。对作用极或对极的形状、尺寸、在绝缘 基板上的配置图案没有特别限定，但当将作用极和对极之间的最邻近距离 设定成上述例示的范围时，稳定测定血样的Hct值变得容易。
在Hct值分析部中，为了在将血样导入到血样保持部并向作用极和对 极之间施加电压时，形成氧化还原物质的氧化剂实质上不接触作用极而是 接触对极、且氧化还原物质的还原剂实质上不接触对极而是接触作用极、
血样接触对极以及作用极的状态，例如按照下述1) 3)所示设定含有
氧化还原物质的氧化剂或还原剂的试剂的配置图案、血样保持部的形状、 以及对极和作用极的相互间的配置图案。
1) 以覆盖对极的面向血样保持部的表面的方式，配置含有氧化还原 物质的氧化剂且实质上不含氧化还原物质的还原剂的第一试剂，且以覆盖 作用极的面向血样保持部的表面的方式，配置含有还原剂且实质上不含氧 化剂的第二试剂。当如此以覆盖电极的上述表面的方式分别配置试剂时， 即便氧化还原物质随着血样的导入从一种试剂洗脱到血样中并在配置有
另一种试剂的电极附近和血样一起移动，在测定Hct值时，在各电极的表
面，可以实现应该接触的氧化剂或还原剂发生接触而相反类型的氧化还原 物质实质上不接触的状态。
2) 血样保持部具有和血样导入口连通的导入部、和从导入部分支
的第一分支部以及第二分支部，在第一分支部面向对极、第二分支部面向 作用极的情况下，可以将上述的第一试剂配置在第一分支部，将上述第二 试剂配置在第二分支部。通过该配置，在各电极的表面，可以实现应该接 触的氧化剂或还原剂发生接触而相反类型的氧化还原物质实质上不接触的状态。在分支部，试剂可以与电极分离配置，也可以以接触电极的方式配置。
3)在血样保持部中，从上述第一试剂以及第二试剂中选择的任意一 种试剂，相比较另一种试剂，被配置在从血样导入口导入到血样保持部的 血样的血样流的上游侧，a)在上述另一种试剂是第一试剂的情况下，可 以是对极相比较作用极，被配置在上述血样流的下游侧，按照覆盖对极的 面向血样保持部的表面的方式配置第一试剂，作用极相比较对极，被配置 在上述血样流的上游侧，与作用极分离且相比较作用极在上述血样流的上 游侧，或者按照接触作用极的方式，配置第二试剂；b)在上述另一种试 剂是第二试剂的情况下，可以是作用极相比较对极，被配置在上述血样流 的下游侧，按照覆盖作用极的面向血样保持部的表面的方式配置第二试 剂，对极相比较作用极，被配置在上述血样流的上游侧，与对极分离且相 比较对极在上述血样流的上游侧，或者按照接触对极的方式，配置第二试 剂。当如此以覆盖配置在下游侧的电极的上述表面的方式配置试剂时，即 便氧化还原物质随着血样的导入从相比较该电极配置在上游侧的一种试 剂洗脱到血样中并和血样一起移动到配置有另一种试剂的该下游侧的电 极附近，在测定Hct值时，在各电极的表面，可以实现应该接触的氧化剂 或还原剂发生接触而相反类型的氧化还原物质实质上不接触的状态。
含有氧化还原物质(氧化剂、还原剂)的试剂，还可以含有例如牛磺 酸、甘氨酸、丝氨酸、脯氨酸、苏氨酸以及赖氨酸等氨基酸(晶体均化剂)， 羧甲基纤维素、羟乙基纤维素、羟丙基纤维素、甲基纤维素、乙基纤维素、 乙基羟乙基纤维素、羧乙基纤维素、聚乙烯基醇、聚乙烯基吡咯烷酮以及 被称为多熔素的聚氨基酸，聚苯乙烯磺酸，明胶及其衍生物，聚丙烯酸及 其盐，聚甲基丙烯酸及其盐，淀粉及其衍生物，马来酸酐聚合物及其盐， 琼脂糖凝胶。关于在Hct值分析部配置的氧化还原物质的量，可以按照使 测定Hct值时接触电极的氧化还原物质的量例如为0.1 1000mM、进而 1 500mM、根据情况的10 200mM的方式进行设定。
血样保持部的形状以及容积，优选按照可以通过毛细管现象将血样导 入到其内部的方式进行设定。
图1 6、 28以及29是用于说明Hct值测定用传感器芯片中含有氧化还原物质的试剂的配置图案、血样保持部的形状、以及对极和作用极的相 对的配置图案的具体例子的图。
< Hct值测定用传感器芯片A>
图1是Hct值测定用传感器芯片A的分解立体图，图2是其俯视图。 如图所示，Hct值测定用传感器芯片A100a，隔着形成有T字形的缺损部 104的隔离物102且残留绝缘基板101的一个端部(图中为右侧端部)， 在绝缘基板101上配置有罩103。各构件101、 102、 103例如通过粘接或 热熔敷被一体化。隔离物102的缺损部104在各构件的一体化之后成为血 样保持部14。血样保持部14由沿着芯片100a的长边伸长的导入部17、 从导入部17分别分支并沿着100a的短边伸长的两个分支部18a、 18b构 成。在隔离物102的一个端部(图中为左侧的端部)，导入部17与外部 连通。换言之，血样保持部14和在芯片100a的外部开口的血样导入口 16连通。罩103在和分支部18a、 18b的前端对应的部分分别具有排气口 15。作用极11以及对极12，按照作用极11的一部分(部分31)和对极 12的一部分(部分32)分别面向不同的分支部18a、 18b的方式被配置在 绝缘基板101上。关于导线的一端，按照能够向作用极和对极之间施加电 压的方式，在未被隔离物102以及罩103覆盖的绝缘基板101的端部，向 芯片100a的外部露出。
含有氧化还原物质中的氧化剂且实质上不含还原剂的第一试剂13， 接触对极12的部分32而配置。含有氧化还原物质中的还原剂且实质上不 含氧化剂的第二试剂19，接触作用极11的部分31而配置。各试剂可以 是难溶于血样的状态，也可以是容易溶于血样的状态。
其中，第一试剂13优选在血样保持部14配置成仅接触对极的部分 32。这是因为，如果是这样的试剂配置，在测定Hct值时，可以在作用极 和对极之间配置大量的实质上不含氧化还原物质的氧化剂的纯血样，可以 提高Hct值的检测灵敏度。
就绝缘基板、隔离物以及罩的材料而言，只要使用随着它们的一体化 作用极和对极不会短路的材料，就没有特别限制。作为该材料，可以例示 聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚碳酸酯(PC)、聚酰亚胺(PI)、聚 乙烯(PE)、聚丙烯(PP)、聚苯乙烯(PS)、聚氯乙烯(PVC)、聚甲醛(POM)、单体铸塑尼龙(MC)、聚对苯二甲酸丁二醇酯(PBT)、 甲基丙烯酸树脂(PMMA) 、 ABS树月旨(ABS)、玻璃。
就本发明的Hct值测定用传感器芯片而言，只要在将血样导入到血样 保持部并向作用极和对极施加电压时，形成源自配置在传感器芯片内的试 剂的氧化还原物质的氧化剂以及还原剂当中氧化剂实质上不接触作用极 而是接触对极且还原剂实质上不接触对极而是接触作用极、血样接触对极 以及作用极的状态，可以对血样保持部中的第一试剂以及第二试剂的配置 图案、血样保持部的形状、含有氧化还原物质的试剂的配置图案的设定、 以及对极和作用极的相对的配置图案的设定进行变更。对本发明的Hct 值测定用传感器芯片的其他例子的结构进行说明。
<Hct值测定用传感器芯片B>
图28是Hct值测定用传感器芯片B的分解立体图，图29是其俯视图。 如图所示，Hct值测定用传感器芯片B100b，在分支部18a，与作用极11 的部分31分离且比部分31更接近导入部17来配置第二试剂19，另外， 在分支部18b，与对极12的部分32分离且比部分32更接近导入部17来 配置第一试剂13，除此之外，与Hct值测定用传感器芯片A的结构相同。 第一试剂以及第二试剂随着血样向分支部18a、 18b的导入而容易溶于血 样。
〈Hct值测定用传感器芯片C〉
图3是Hct值测定用传感器芯片C的分解立体图，图4是其俯视图。 如图所示，Hct值测定用传感器芯片C100c，隔着形成有矩形缺损部204 的隔离物202且残留绝缘基板201的一个端部(图中为右侧端部)，在绝 缘基板201上配置有罩203。各构件201、 202、 203例如通过粘接或热熔 敷被一体化。隔离物202的缺损部204在各构件的一体化之后成为血样保 持部24。血样保持部24沿着芯片100c的长边伸长，在隔离物202的一 个端部(图中为左侧的端部)和外部连通。换言之，血样保持部24和在 芯片100c的外部开口的血样导入口 .26连通。罩203在和血样保持部24 的与外部连通的一端的相反端对应的部分具有排气口25。作用极21以及 对极22，按照作用极21的一部分(部分41)和对极22的一部分(部分 42)面向血样保持部24且部分41和部分42相比更接近血样导入口 26的方式，被配置在绝缘基板201上。作用极21以及对极22分别与导线(未 图示)连结。关于导线的一端，按照能够向作用极和对极之间施加电压的 方式，在未被隔离物202以及罩203覆盖的绝缘基板201的端部，向芯片 100c的外部露出。
含有氧化还原物质中的氧化剂且实质上不含还原剂的第一试剂23， 被配置成覆盖对极22的部分42。含有氧化还原物质中的还原剂且实质上 不含氧化剂的第二试剂27，被配置成覆盖作用极21的部分41。各试剂优 选以难溶于血样的状态配置。
〈Hct值测定用传感器芯片D>
图5是Hct值测定用传感器芯片D的分解立体图，图6是其俯视图。 如图所示，Hct值测定用传感器芯片D100d，按照对极22的部分42与作 用极21的部分41相比更接近血样导入口 26的方式，在绝缘基板201上 配置对极22以及作用极21 ，按照覆盖对极22的部分42的方式配置第一 试剂23，另外，按照覆盖作用极21的部分41的方式配置第二试剂27， 除此之外，和Hct值测定用传感器芯片C的结构相同。各试剂优选以难溶 于血样的状态配置。
关于通过Hct值测定用传感器芯片进行的血样的Hct值测定，可以通 过使用例如作为本发明的传感器单元的一例的Hct值测定用传感器单元 进行。
Hct值测定用传感器单元具有Hct值测定用传感器芯片、和能够以
自由装卸的方式安装该传感器芯片的传感器主体。传感器主体具有能够以 安装有传感器芯片的状态向传感器芯片的作用极和对极之间施加规定电 压的电压施加电路。
电压施加电路在将作用极示为正极、对极示为负极时向两电极之间施
加大小为3.0V以下的电压。施加的电压例如可以为l.OV以下、0.75V以 下、0.5V以下、0.25V以下、0.15V以下、0.1V以下。关于电压的下限， 只要会发生作用极的还原剂的氧化以及对极的氧化剂的还原，就没有特别 限制，但在与上述一样表示时，可以为OV以上。
图26是表示Hct值测定用传感器单元的一例的图。该Hct值测定用 传感器单元126具有扁平六面体状的传感器主体123和Hct值测定用传感器芯片121。在传感器主体123的侧壁面形成有矩形孔的安装口 125。 传感器芯片121以自由装卸的状态安装在安装口 125中而与传感器主体 123连接。在传感器主体123的一个主面的大致中央部，配置有用于显示 Hct值的测定结果的显示部124。
图27是表示Hct值测定用传感器单元126中用于测定Hct值的电路 构成的一例的图。传感器主体123具有用于向传感器芯片121的作用极 11和对极12之间施加规定电压的电压施加电路110、和相当于显示部124 的液晶显示装置(LCD) 115。电压施加电路110具有两个连接器llla 以及llOb、电流/电压变换电路112、 A/D变换电路113、中央运算装置 (CPU) 114以及基准电压源116。各要素llla、 lllb、 112、 113、 114、 115、 116之间如图27的实线所示电连接。
关于使用了传感器单元126的血样的Hct值测定，例如如下所示进行。 首先，从传感器芯片121的血样导入口 122向传感器芯片121的血样保持 部14导入血样。然后，根据CPU114的指令，从电流/电压变换电路112 以及基准电压源116向作用极11和对极12之间施加上述规定的Hct值测 定电压。Hct值测定电压的施加时间在上述例示的范围例如(X001 60秒、 优选0.01 10秒、更优选0.01 5秒、进一步优选0.01 3秒的范围内进 行调整。随着Hct值测定电压的施加在作用极11和对极12之间流过的电 流的值，在被电流/电压变换电路112变换成电压值之后，通过A/D变换 电路113变换成数字值，输入到CPU114。在CPU114中，根据该数字值 算出Hct值。Hct值的算出例如参照表示自Hct值测定电压的开始施加至 规定时间后的上述电流的量和血样的Hct值之间的关系的检量线或检量 线表而算出。算出的结果在LCD115中以图像显示。
通过本发明的血样的Hct值的测定方法，可以提高血样中的分析物浓 度的测定精度。血样中的分析物浓度根据数据C来确定，所述的数据C 是通过和血样的Hct值相对应的数据A对血样中的分析物临时测定数据 (数据B)进行修正而得到的。
和血样的Hct值相对应的数据A使用本发明的血样的Hct值的测定方 法得到。该数据A可以是将在Hct值测定用的作用极以及对极(修正用 作用极以及修正用对极)之间流过的反映血样的Hct值的电流A换算成Hct值得到的值，也可以是将该电流A换算成与Hct值不同的参数值得到 的值，还可以是该电流A本身。关于电流A向Hct值的换算，例如参照 表示自Hct值测定电压的开始施加至规定时间后的电流A和Hct值之间的 关系的检量线或检量线表来进行。
为了得到数据B，检测电流B。该电流B是指当在血样中使血样中的 分析物和以该分析物为基质的氧化还原酶反应一定时间之后，向接触该血 样的作用极(临时测定用作用极)和对极(临时测定用对极)之间施加电 压(临时测定电压)，由此在两电极之间流过的电流。数据B可以是例 如将电流B换算成分析物的临时测定浓度得到的值，还可以是例如将电 流B换算成和上述的临时测定浓度不同的参数值得到的值，还可以是例 如电流B本身。关于电流B向临时测定浓度的换算，例如参照表示自临 时测定电压的开始施加至规定时间后的电流B和临时测定浓度之间的关 系的检量线或检量线表来进行。
电流B是以氧化还原物质例如由铁氰化物代表的可逆性电子活性物 质为媒介检测出酶反应和电极反应之间的电子的移动。氧化还原物质在接 触临时测定用作用极以及临时测定用对极的血样中可以含有例如0.1 lOOOmM的范围。在检测电流B时，氧化还原酶以及氧化还原物质可以是 例如通过含有它们的血样接触临时测定用对极以及临时测定用作用极来 接触两个电极的状态，还可以是例如直接配置在两个电极上的状态，还可 以是例如埋入两个电极的表面的状态。由此，关于氧化还原酶以及氧化还 原物质，在检测电流B时，它们可以以溶于血样的状态接触电极，还可 以作为固体接触电极。
作为血样中的分析物，可以举出除了血细胞之外的物质，例如葡萄糖、 白蛋白、乳酸、胆红素以及胆固醇。氧化还原酶使用以成为对象的分析物 为基质的物质。作为氧化还原酶，可以例示葡萄糖氧化酶、葡萄糖脱氢酶、 乳酸氧化酶、乳酸脱氢酶、胆红素氧化酶以及胆固醇氧化酶。关于和分析 物发生反应的氧化还原酶的量，可以按照使血样中的氧化还原酶的含量例 如为O.O卜IOO单位(U)、进而0.05 10U、根据情况的0.1 5U的方 式进行设定。
分析物和氧化还原酶的反应时间例如可以为0 60秒、进而0.5 30秒、根据情况的1 10秒。就临时测定电压而言，在将临时测定用作用极
示为正极、将临时测定用对极示为负极时，其大小例如可以为0.05 1V、 进而0.1 0.8V、根据情况的0.2 0.5V。施加临时测定电压的时间例如可 以为0.01 30秒、进而0.1 10秒、根据情况的1 5秒。
临时测定用对极或临时测定用作用极可以与修正用对极或修正用作 用极分开准备，也可以兼用作修正用对极或修正用作用极的一部分或全 部。例如，临时测定用作用极可以兼用作修正用对极。
临时测定用对极以及临时测定用作用极可以具有和上述的修正用对 极相同的构成。对临时测定用对极以及临时测定用作用极的形状或尺寸、 它们的配置图案没有特别限定。
对检测电流A和电流B的顺序没有特别限定，但在例如如上所示将 一个电极兼用作临时测定用作用极以及修正用对极的情况下，在检测各电 流时，应该和该一个电极接触的类型的氧化还原物质不足，从防止该电极 的氧化还原反应成为决定反应速度的阶段的观点出发，优选在电流B的 检测之后进行电流A的检测。
血样中的分析物浓度如上所述根据用数据A修正数据B后得到的数 据C来确定。得到的数据C的值与数据B相对应。数据C可以是例如血 样中的分析物浓度本身，还可以是例如被修正的电流值。在数据C的值 不是分析物浓度本身的情况下，参照表示该值和血样中的分析物浓度之间 的关系的检量线或检量线表，确定血样的分析物浓度。
在上述中说明的血样中的分析物浓度可以使用作为本发明的传感器 芯片的其他例子的分析物浓度测定用传感器芯片来测定。
分析物浓度测定用传感器芯片具有和Hct值测定用传感器芯片相同 的Hct值分析部。
分析物浓度测定用传感器芯片具有用于对上述的电流B进行电化学 检测的临时测定用分析部。临时测定用分析部可以和Hct值分析部分开形 成，还可以为兼用作Hct值分析部的一部分或全部的构成。例如，可以分 别由Hct值分析部的电极系(电极系A)、血样保持部(血样保持部A) 以及血样导入口 (血样导入口 A)构成含有临时测定用作用极以及临时测 定用对极的电极系(电极系B)、用于按照接触临时测定用作用极以及临时测定用对极的方式保持血样的血样保持部(血样保持部B)、以及和血 样保持部B连通的血样导入口 (血样导入口B)。
在分开形成临时测定用分析部和Hct值分析部的情况下，例如相对于
将血样导入到传感器芯片的内部时的该血样的血样流，临时测定用分析部
的血样导入口 B和Hct值分析部相比被配置在下游侧，随着血样的导入， 在检测上述的电流A时，可以防止形成氧化还原物质的氧化剂接触修正 用作用极的状态。在使用Hct值分析部的一部分或全部构成临时测定用分 析部的情况下，可以如后所述设定含有氧化剂的试剂的配置图案、血样保 持部的形状、以及各电极系的配置图案。其中，在使用电极系A的至少 一部分构成电极系B的情况下，如上所述， 一个电极可以兼用作临时测 定用作用极以及修正用对极。
临时测定用作用极以及临时测定用对极的至少一部分，按照当将血样 导入到血样保持部B中时接触血样的方式面向血样保持部B。
血样保持部B的形状以及容积优选被设定成可以通过毛细管现象将 血样导入到其内部。
在临时测定用分析部可以配置和用于对分析物浓度进行临时测定的 酶循环反应有关的上述的氧化还原酶以及氧化还原物质。氧化还原酶例如 可以和以麦芽糖醇、山梨糖醇、木糖醇等糖醇为代表的酶稳定剂混合后配 置。关于在临时测定用分析部配置的氧化还原酶的量，可以设定成血样中 的氧化还原酶的含量为例如0.01 100单位(U)、进而0.05 10U、根 据情况的0.1 5U。
图30 35、 37以及38是用于说明分析物浓度测定用传感器芯片中含 有氧化剂的试剂的配置图案、血样保持部的形状、以及电极系的配置图案 的具体例子的图。在所有例子中，临时测定用分析部以及Hct值分析部共 有其构成的一部分。具体而言， 一个电极兼为临时测定用作用极以及修正 用对极，血样保持部A以及血样导入口 A分别兼为血样保持部B以及血 样导入口B。
<分析物浓度测定用传感器芯片A>
图30是分析物浓度测定用传感器芯片A的分解立体图，图31是其 俯视图。如图所示，关于分析物浓度测定用传感器芯片A200a，临时测定用对极30按照其一部分(部分33)面向分支部18b且比部分32更接近 导入部17的方式被配置在绝缘基板101上，除此之外，具有和上述Hct 值测定用传感器芯片A100a相同的结构。对极12也被用作临时测定用作 用极。临时测定用对极30与导线(未图示)连结。导线的一端在未被隔 离物102以及罩103覆盖的绝缘基板101的端部，向芯片200a的外部露 出。
在绝缘基板上还可以配置其他电极。例如，对于用于检测已将足以实 施各测定的量的血样导入到血样保持部内的血液检测电极，按照该血样检 测电极的一部分面向血样保持部且与部分33相比更远离血样导入口的方 式，配置在绝缘基板上。
<分析物浓度测定用传感器芯片B>
图37是分析物浓度测定用传感器芯片B的分解立体图，图38是其 俯视图。如图所示，分析物浓度测定用传感器芯片B200b，在分支部18a， 与作用极11的部分31分离且比部分31更接近导入部17来配置第二试剂 19，另外，在分支部18b，与对极12的部分32分离且比部分32更接近 导入部17来配置第一试剂13，除此之外，与分析物浓度测定用传感器芯 片A的结构相同。
<分析物浓度测定用传感器芯片C>
图32是分析物浓度测定用传感器芯片C的分解立体图，图33是其 俯视图。如图所示，关于分析物浓度测定用传感器芯片C200c，就临时测 定用对极28而言，其一部分(部分43)分支成U字形，以该部分43面 向血样保持部24且夹持部分42的方式配置在绝缘基板201上，除此之外， 与上述Hct值测定用传感器芯片C100c的结构相同。对极22也被用作临 时测定用作用极。临时测定用对极28和导线(未图示)连结。导线的一 端在未被隔离物202以及罩203覆盖的绝缘基板201的端部，向芯片200c 的外部露出。
<分析物浓度测定用传感器芯片D>
图34是分析物浓度测定用传感器芯片D的分解立体图，图35是其 俯视图。如图所示，分析物浓度测定用传感器芯片D200d,按照对极22 的部分42与作用极21的部分41相比更接近血样导入口 26的方式，在绝缘基板201上配置对极22以及作用极21，按照覆盖对极22的部分42的 方式配置第一试剂23，另外，按照覆盖作用极21的部分41的方式配置 第二试剂27，除此之外，和分析物浓度测定用传感器芯片C的结构相同。
关于通过分析物浓度测定用传感器芯片进行的血样的分析物浓度测 定，可以通过使用例如作为本发明的传感器单元的一例的分析物浓度测定 用传感器单元来进行。
分析物浓度测定用传感器单元具有分析物浓度测定用传感器芯片、 和能够以自由装卸的方式安装该传感器芯片的传感器主体。就该传感器主 体而言，除了具有用于测定Hct值的电路之外，还具有用于临时测定血样 中的分析物浓度的电路，除此之外，和图26所示的Hct值测定用传感器 单元的传感器主体的结构相同。
图36是表示分析物浓度测定用传感器单元中用于测定血样中的分析 物浓度的电路构成的一例的图。传感器主体223具有向分析物浓度测定 用传感器芯片221中的修正用作用极21、修正用对极22、临时测定用对 极28以及血样检测电极29中的至少两个电极之间施加电压的电压施加电 路210，和与传感器主体的显示部相当的液晶显示装置(LCD) 132。电 压施加电路210可以向修正用作用极21和修正用对极22之间施加规定电 压，另外，还可以按照能将一个电极用作正极或负极的方式切换施加给该 电极的电位。通过该切换，修正用对极22也可以被用作临时测定用作用 极。电压施加电路210具有四个连接器137a、 137b、 137c以及137d、 切换电路136、电流/电压变换电路135、 A/D变换电路134、基准电压源 133以及中央运算装置(CPU) 131。各要素131、 132、 133、 134、 135、 136、 137a、 137b、 137c、 137d之间如图36的实线所示被电连接。
关于使用了分析物浓度测定用传感器单元的血样中的分析物浓度测 定，例如如下所示进行。
首先，根据CPU131的指令，修正用作用极21借助连接器137d和电 流池压变换电路135连接，血样检测电极29借助连接器137b与基准电 压源133连接。随后，根据CPU131的指令，向两电极之间施加一定的电 压。该电压例如在将修正用作用极示为正极、将血样检测电极示为负极时 大小为0.05 1V的电压。如果从传感器芯片221的血样导入口向传感器芯片221的血样保持部24导入血样，则在修正用作用极21和血样检测电 极29之间有电流流过。该电流的值在被电流/电压变换电路135变换成电 压值之后，被A/D变换电路134变换成数字值，输入到CPU131 。在CPU131 中，根据该数字值检测出血样已被导入到血样保持部。
在导入了血样之后，例如以0 60秒的范围的反应时间使血样中的分 析物和氧化还原酶发生反应，如下所示算出血样中的分析物的临时测定浓 度。首先，根据CPU131的指令，切换电路136工作，兼用作修正用对极 22的临时测定用对极借助连接器137a与电流/电压变换电路135连接，临 时测定用作用极28借助连接器137c与基准电压源133连接。随后，根据 CPU131的指令，向两电极之间施加上述例示的电压，例如施加在将临时 测定用作用极示为正极、将临时测定用对极示为负极时大小为0.05 1V 的临时测定电压。就临时测定电压的施加时间而言，例如可以在0.01 30 秒的范围内调整。随着临时测定电压的施加，在两电极之间流过的电流的 值在被电流/电压变换电路135变换成电压值之后，被A/D变换电路134 变换成数字值，输入到CPU131。在CPU131中，根据该数字值算出分析 物的临时测定浓度。关于临时测定浓度的算出，参照表示自临时测定电压 的开始施加至规定时间后的上述的电流的量和分析物的临时测定浓度之 间的关系的检量线或检量线表来进行。
在算出临时测定浓度之后，例如如下所示算出血样的Hct值。首先， 根据CPU131的指令，切换电路136工作，修正用作用极21借助连接器 137d与电流/电压变换电路135连接，修正用对极22借助连接器137a与 基准电压源133连接。随后，根据CPU131的指令，在将修正用作用极示 为正极、将修正用对极示为负极时，向两电极之间施加大小为3.0V以下 的Hct值测定电压。就Hct值测定电压的施加时间而言，例如可以在 0.001 60秒的范围内调整。随着Hct值测定电压的施加在两电极之间流 过的电流的值，在被电流/电压变换电路135变换成电压值之后，被A/D 变换电路134变换成数字值，输入到CPU131。在CPU131中，根据该数 字值算出Hct值。关于Hct值的算出，例如参照表示自Hct值测定电压的 开始施加至规定时间后的上述的电流的量和Hct值之间的关系的检量线 或检量线表来进行。接着，在CPU131中，根据Hct值修正如上所示算出的临时测定浓度， 确定血样中的分析物浓度。己被确定的分析物浓度在LCD132中以图像显 示。关于以Hct值为基础的临时测定浓度的修正，例如参照表示Hct值以 及临时测定浓度和血样中的分析物浓度之间的关系的检量线或检量线表 来进行。
对本发明的实施例以及比较例进行说明。 (实施例1)
制作Hct值测定用传感器芯片A。作用极以及对极的电极芯体由钯构 成。使用厚度为100Pm的隔离物，形成容积为0.8微升(uL)的血样保 持部。血样保持部中作用极以及对极的有效面积分别为0.4mm2、 0.7mm2， 作用极和对极的最接近距离为2.4mm。以覆盖面向血样保持部的作用极的 表面的方式配置含有氧化还原物质中的还原剂且不含氧化剂的反应试剂 层A，以覆盖面向血样保持部的对极的表面的方式配置含有氧化还原物质 中的氧化剂且不含还原剂的反应试剂层B。关于反应试剂层A，在作用极 的电极芯体表面，涂布将50mM的亚铁氰化钾(关东化学公司制)以及 250U/g的葡萄糖氧化酶(Sigma公司制)溶于0.5质量％的CMC水溶液 (第一工业公司制)而制备的试剂液，并使其成为0.63mg/传感器(0.63mg/ 七>卄0.63mg/sencor)，然后在55。C下干燥10分钟，由此配置在该表 面上。关于反应试剂层B，在对极的电极芯体表面，涂布将50mM的铁氰 化钾(关东化学公司制)以及250U/g的葡萄糖氧化酶溶于0.5质量％的 CMC水溶液而制备的试剂液，并使其成为0.63mg/传感器，然后在55°C 下干燥10分钟，由此配置在该表面上。罩使用预先通过表面活性剂实施 了亲水化处理的材料。作用极和反应试剂层B的最接近距离为1.8mm。
准备具有25%、 45%、 65%的Hct值的三种血样。在将这些血样导 入到不同的传感器芯片的血样保持部之后，在将作用极示为正极、将对极 示为负极时，向两电极之间施加大小为3.0V以下的电压，测定与此相伴 随在作用极和对极之间流过的电流(响应电流)。将响应电流的测定结果 示于图7 13的曲线图。各图的曲线图(A)是表示从各血样得到的响应 电流值("A)的经时变化的曲线图。曲线图(B)是表示以从具有45% 的Hct值的血样得到的响应电流的振幅为基准算出的、从其他两种血样分别得到的响应电流的振幅的相对值(灵敏度差(％))的经时变化的曲线 图。曲线图(A)以及(B)的横轴是自开始施加电压经过的时间(秒
sec) o
如各曲线图所示，通过实施例1的传感器芯片，在将作用极示为正极、 对极示为负极时，即便向两电极之间施加大小为3.0V以下的电压，也能 够从开始施加电压之后马上以稳定且明确的灵敏度差检测出反映血样的 Hct值的响应电流。 (实施例2)
使用将50mM的亚铁氰化钾以及1.0质量％的牛血清白蛋白(Sigma 公司制)溶于0.5质量X的CMC水溶液中而制备的试剂液，形成反应试 剂层A，除此之外，制作与上述实施例1 一样的传感器芯片。
将上述三种血样导入到不同的传感器芯片的血样保持部，在将作用极 示为正极、将对极示为负极时，向两电极之间施加大小为3.0V以下的电 压，测定在作用极和对极之间流过的响应电流。将响应电流的测定结果示 于图14 19的曲线图。如各曲线图所示，通过实施例2的传感器芯片， 在与上述一样表示时，即便向两电极之间施加大小为3.0V以下的电压， 也能够从开始施加电压之后马上以稳定且明确的灵敏度差检测出反映血 样的Hct值的响应电流。 (比较例1)
除了不配置反应试剂层A之外，制作与上述实施例1 一样的传感器 心片。
将上述三种血样导入到不同的传感器芯片的血样保持部，在将作用极 示为正极、将对极示为负极时，向两电极之间施加大小为2.0V、 l.OV、 0.5V的电压，测定在作用极和对极之间流过的响应电流。将响应电流的 测定结果示于图20 22的曲线图。如图21以及22所示，在比较例l的 传感器芯片中，在与上述一样表示时，当向两电极之间施加大小为1.0V 以下的电压时，不会得到稳定的灵敏度差。更为具体地说，如图21所示， 当表示与上述一样时，在大小为l.OV的施加电压的情况下，灵敏度差在 开始施加电压后马上发生急剧变动，随后变动趋缓，但即便是从开始施加 电压后经过3秒钟，也不会达到稳态。另外，如图22所示，当表示与上述一样时，在大小为0.5V的施加电压的情况下，灵敏度差在开始施加电 压后马上发生急剧变动，随后剧烈的变动持续，即便是从开始施加电压后 经过3秒钟，也不会达到稳态。
在比较例1的传感器芯片中，发生这样的不良情形的理由尚不确定， 但仍然认为是因为由血液成分中的水的电解发生的氧化还原电流占据了 在作用极上得到的氧化还原电流的大部分。 (比较例2)
代替第一试剂以及第二试剂，以覆盖面向血样保持部的作用极以及对 极的表面的方式分别配置含有还原剂以及氧化剂的反应试剂层C，除此之 外，制作和Hct值测定用传感器芯片C相同的传感器芯片。作用极以及对 极的电极芯体由钯构成。使用厚度为100nm的隔离物，形成容积为304 毫微升的血样保持部。血样保持部中作用极以及对极的有效面积分为 0.32mm2、 0.4mm2，作用极和对极的最接近距离为0.05mm。关于反应试 剂层C，在作用极以及对极的电极芯体表面，涂布将60mM的铁氰化钾、 8.25mM的亚铁氰化钾、1.0质量％的牛磺酸(于力， < 于^夕公司制) 以及0.25质量％的麦芽糖醇(林原公司制)溶于0.1质量X的CMC水溶 液而制备的试剂液，并使其成为0.55mg/传感器，然后在2(TC下干燥50 分钟，由此配置在该表面上。
将上述三种血样导入到不同的传感器芯片的血样保持部，在将作用极 示为正极、将对极示为负极时，向两电极之间施加大小为0.2V的电压， 测定在作用极和对极之间流过的响应电流。将响应电流的测定结果示于图 23的曲线图。如该曲线图所示，在比较例2的传感器芯片中，在与上述 一样表示时，在施加大小为0.2V的电压的情况下，在施加电压后马上获 得的灵敏度差小，另外，不会通过测定得到稳定的灵敏度差。 (比较例3)
除了配置含有值化剂且不含还原剂的反应试剂层D来代替反应试剂 层C之外，制作与比较例2相同的传感器芯片。关于反应试剂层D，在作 用极以及对极的电极芯体表面，涂布将60mM的铁氰化钾、1.0质量％的 牛磺酸以及0.25质量％的麦芽糖醇溶于0.1质量％的CMC水溶液而制备 的试剂液，并使其成为0.55mg/传感器，然后在2(TC下干燥50分钟，由此配置在该表面上。
将上述三种血样导入到不同的传感器芯片的血样保持部，在将作用极 示为正极、将对极示为负极时，向两电极之间施加大小为2.5V的电压， 测定在作用极和对极之间流过的响应电流。将响应电流的测定结果示于图
24的曲线图。如该曲线图所示，在比较例3的传感器芯片中，在与上述 一样表示时，即便施加大小为2.5V的较高电压，在施加电压后马上获得 的灵敏度差小，另外，不会通过测走得到稳定的灵敏度差。 (比较例4)
以覆盖面向血样保持部的对极的表面的方式配置含有还原剂但不含 氧化剂的反应试剂层E，来代替反应试剂层C，在面向血样保持部的作用 极的表面上既不配置反应试剂层C，也不配置反应试剂层E，在作用极的 电极芯体的表面配置CMC膜，使血样保持部的作用极以及对极的有效面 积分别为0.4mm2、 0.5mm2，除此之外，制作与比较例2相同的传感器芯 片。CMC膜是通过在作用极的电极芯体的表面滴下0.01 2.0质量％的 CMC水溶液0.01 100mg并使其干燥而配置在该表面上。关于反应试剂 层E的配置，是在对极的电极芯体的表面涂布将60mM的亚铁氰化钾、 1.0质量％的牛磺酸以及0.25质量％的麦芽糖醇溶于0.1质量％的CMC 水溶液而制备的试剂液，并使其成为0.55mg/传感器，然后在2(TC下干燥 50分钟，由此配置在该表面上。
将上述三种血样导入到不同的传感器芯片的血样保持部，在将作用极 示为正极、将对极示为负极时，向两电极之间施加大小为2.5V的电压， 测定在作用极和对极之间流过的响应电流。将响应电流的测定结果示于图 25的曲线图。如该曲线图所示，在比较例4的传感器芯片中，在与上述 一样表示时，即便施加大小为2.5V的较高电压，也不会通过测定得到稳 定的灵敏度差。
其中，使用下述的分析物浓度测定用传感器芯片(1) (6)、分别 含有67mg/dl的葡萄糖且具有25 % 、 45 % 、 65 %的Hct值的三种血样，与 实施例1 2以及比较例1 4 一样测定响应电流，得到的结果和图7 25 所示的响应电流的测定结果相同。另外，使用分析物浓度测定用传感器芯 片(1)以及(2)，测定上述的血样中的葡萄糖浓度，结果可以准确地确定其浓度。
就分析物浓度测定用传感器芯片(1) (3)而言，在血样保持部，
有效面积为0.4mm2的临时测定用对极形成为对极和临时测定用对极的最 接近距离为1.8mm，除此之外，具有分别与实施例1 2以及比较例1的 传感器芯片相同的结构。就分析物浓度测定用传感器芯片(4) (6)而 言，在血样保持部，有效面积为0.7，2的临时测定用对极形成为对极和 临时测定用对极的最接近距离为0.05mm，作用极和对极的最接近距离为 0.7mm，除此之外，具有分别与比较例2 4的传感器芯片相同的结构。
工业上的可利用性
本发明能够提供即便降低Hct值测定电压也能以足够的检测灵敏度 稳定测定血样的Hct值的血样的Hct值测定方法、血样中的分析物的浓度 的测定方法、适合测定它们的传感器芯片以及传感器单元。
权利要求
1.一种血样的血细胞比容值的测定方法，向接触血样的作用极和对极之间施加电压，检测出在所述作用极和所述对极之间流过的电流，根据所述电流算出所述血样的血细胞比容值，对血样的血细胞比容值进行电化学测定，其中，在氧化还原物质的氧化剂不实质接触所述作用极而是与所述对极接触、且氧化还原物质的还原剂不实质接触所述对极而是与所述作用极接触的状态下，通过向所述作用极和所述对极之间施加的电压，引起所述还原剂的氧化和所述氧化剂的还原，测定与该氧化以及还原相伴随的电流。
2. 如权利要求1所述的血样的血细胞比容值的测定方法，其中， 在将所述作用极示为正极、将所述对极示为负极时，向所述作用极和所述对极之间施加的所述电压为3.0V以下。
3. 如权利要求2所述的血样的血细胞比容值的测定方法，其中， 所述电压为1.0V以下。
4. 如权利要求3所述的血样的血细胞比容值的测定方法，其中， 所述电压为0.5V以下。
5. 如权利要求1所述的血样的血细胞比容值的测定方法，其中， 所述氧化剂是铁氰化物。
6. 如权利要求1所述的血样的血细胞比容值的测定方法，其中， 所述易电解氧化性的金属是从银、铜以及镍中选择的至少一种金属。
7. —种血样中的分析物的浓度的测定方法，该方法具有如下所示的 工序来对血样中的分析物的浓度进行电化学测定，所述工序包括对反映血样的血细胞比容值的电流A进行电化学检测而得到作为所 述电流A或所述电流A的换算值的数据A的工序，该数据A和所述血细 胞比容值对应；在氧化还原物质的存在下通过以所述分析物为基质的氧化还原酶对 所述血样中的分析物进行氧化或还原，对和所述分析物的所述氧化或还原 相伴随的电流B进行电化学检测，得到作为所述电流B或所述电流B的 换算值的数据B的工序；和根据使用所述数据A修正所述数据B得到的数据C，来确定所述血 样中的所述分析物的浓度的工序；在所述血样中的分析物的浓度的测定方法中，作为所述电流A，在氧化还原物质的氧化剂不实质接触所述作用极而 是与所述对极接触、且氧化还原物质的还原剂不实质接触所述对极而是与 所述作用极接触的状态下，向所述作用极和所述对极之间施加电压，引起 所述还原剂的氧化和所述氧化剂的还原，检测与该氧化以及还原相伴随的 电流。
8. —种传感器芯片，其含有用于对反映血样的血细胞比容值的电流 进行电化学检测的血细胞比容值分析部，所述血细胞比容值分析部具有作用极以及对极、用于以接触所述作 用极以及所述对极的方式保持血样的血样保持部、和用于将所述血样导入到所述血样保持部的血样导入口 ；含有氧化还原物质的氧化剂且实质上不含氧化还原物质的还原剂的 第一试剂，被配置成覆盖所述对极的面向所述血样保持部的表面，而且含 有所述还原剂且实质上不含所述氧化剂的第二试剂，被配置成覆盖所述作 用极的面向所述血样保持部的表面。
9. 一种传感器芯片，其含有用于对反映血样的血细胞比容值的电流 进行电化学检测的血细胞比容值分析部，所述血细胞比容值分析部具有作用极以及对极、用于以接触所述作用极以及所述对极的方式保持血样的血样保持部、和用于将所述血样导入到所述血样保持部的血样导入口；所述血样保持部具有与所述血样导入口连通的导入部、和从所述导入部分支的第一分支部以及第二分支部，所述第一分支部面向所述对极，所述第二分支部面向所述作用极；含有氧化还原物质的氧化剂且实质上不含氧化还原物质的还原剂的 第一试剂配置在所述第一分支部，含有所述还原剂且实质上不含所述氧化剂的第二试剂配置在所述第二分支部。
10. —种传感器芯片，其含有用于对反映血样的血细胞比容值的电流进行电化学检测的血细胞比容值分析部，所述血细胞比容值分析部具有作用极以及对极、用于以接触所述作 用极以及所述对极的方式保持血样的血样保持部、和用于将所述血样导入 到所述血样保持部的血样导入口 ；在所述血样保持部配置有含有氧化还原物质的氧化剂且实质上不含 氧化还原物质的还原剂的第一试剂和含有所述还原剂且实质上不含所述 氧化剂的第二试剂；在从所述血样导入口导入到所述血样保持部的血样的血样流上，从所 述第一试剂以及所述第二试剂中选择的任意一种试剂，相比较另一种试 剂，被配置在上游侧，a) 在所述另一种试剂是所述第一试剂的情况下，所述对极相比较所 述作用极，被配置在所述血样流的下游侧，按照覆盖所述对极的面向所述 血样保持部的表面的方式配置所述第一试剂，所述作用极相比较所述对 极，被配置在所述血样流的上游侧，按照与所述作用极分离且相比较所述 作用极在所述血样流的上游侧，或者接触所述作用极的方式，配置所述第 二试剂；b) 在所述另一种试剂是所述第二试剂的情况下，所述作用极相比较 所述对极，被配置在所述血样流的下游侧，按照覆盖所述作用极的面向所 述血样保持部的表面的方式配置所述第二试剂，所述对极相比较所述作用 极，被配置在所述血样流的上游侧，按照与所述对极分离且相比较所述对 极在所述血样流的上游侧，或者接触所述对极的方式，配置所述第二试剂。
11. 如权利要求8 10中任意一项所述的传感器芯片，其中， 所述氧化剂是铁氰化物，所述还原剂是亚铁氰化物。
12. —种传感器单元，其具有权利要求8 10中任意一项所述的传感 器芯片、和包括用于向所述作用极和所述对极之间施加规定电压的电压施 加电路的传感器主体；所述传感器芯片相对于所述传感器主体装卸自由，且能在所述传感器 芯片安装于所述传感器主体上的状态下从所述电压施加电路向所述作用 极和所述对极之间施加所述规定电压，所述规定电压是在将所述作用极示为正极、将所述对极示为负极时大小为3.0V以下的电压。
13. 如权利要求12所述的传感器单元，其中， 所述规定电压为l.OV以下。
14. 如权利要求13所述的传感器单元，其中， 所述规定电压为0.5V以下。
全文摘要
本发明在氧化还原物质的氧化剂不实质接触作用极而是接触对极且还原剂不实质接触对极而是接触作用极的状态下，向血样接触的两电极之间施加电压，使还原剂和氧化剂发生氧化还原，测定与其相伴随的电流。由此，即便降低在作用极和对极之间施加的电压，也能够以足够的检测灵敏度稳定测定血样的Hct值。该测定使用如下所示的传感器芯片实施，该传感器芯片具有作用极(11)以及对极(12)，和具有分支部(18a、18b)的血样保持部(14)，配置有接触面向分支部(18b)的对极的表面且实质上仅含有氧化还原物质中的氧化剂的第一试剂(13)和接触面向分支部(18a)的作用极的表面且实质上仅含有还原剂的第二试剂(19)。
文档编号G01N27/416GK101529237SQ20078003911
公开日2009年9月9日 申请日期2007年10月17日 优先权日2006年10月19日
发明者中南贵裕, 池田信, 藤原雅树 申请人:松下电器产业株式会社